(57)【要約】【課題】超音波変調光断層画像化装置において、装置を低コスト化する。【解決手段】被検部に測定光を照射する測定光照射手段と、前記被検部に超音波を照射する超音波照射手段とを有し、測定光と超音波との被検部内における相互作用により変調された超音波変調光の検出信号に基づいて、被検部の断層画像を取得する超音波変調光断層画像化装置において、測定光の変調と超音波の変調によるヘテロダイン信号を検出し、ヘテロダイン信号の周波数解析を行うことにより断層情報を取得する。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検部に測定光を照射する測定光照射手段と、前記被検部に超音波を照射する超音波照射手段と、前記超音波を変調する超音波変調手段と、前記測定光と前記超音波との前記被検部内における相互作用により光学的特性が変調された、前記測定光の一部である第１の超音波変調光を、検出する光検出手段と、該光検出手段により検出された前記第１の超音波変調光の検出信号に基づいて、前記被検部の断層画像を取得する断層画像取得手段とを備える超音波変調光断層画像化装置において、
前記測定光を変調する測定光変調手段と、
前記測定光の変調と前記超音波の変調との同期をとる同期制御手段とを備えることを特徴とする超音波変調光断層画像化装置。
【請求項２】
前記第１の超音波変調光が、前記測定光と前記超音波変調手段により周波数を変調された前記超音波との相互作用に起因するものであることを特徴とする請求項１に記載の超音波変調光断層画像化装置。
【請求項３】
前記第１の超音波変調光が、前記測定光と前記超音波変調手段により1パルス変調された前記超音波との相互作用に起因するものであることを特徴とする請求項１に記載の超音波変調光断層画像化装置。
【請求項４】
前記測定光の波長と異なる波長を有する参照光を、前記被検部に照射する参照光照射手段と、
前記参照光を変調する参照光変調手段とを備え、
前記断層画像取得手段が、前記参照光と前記超音波との前記被検部内における相互作用により光学的特性が変調された第２の超音波変調光、および前記第１の超音波変調光のそれぞれの検出信号に基づき、前記両超音波変調光の間の演算結果を用いて、前記被検部の断層画像を取得するものであることを特徴とする請求項１から３いずれかに記載の超音波変調光断層画像化装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波によって変調された光に基づいて生体組織の断層画像を取得する超音波変調光断層画像化装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来、生体計測の分野において様々な光計測装置が利用されている。これらの光計測装置では、例えば、体外から測定光（近赤外光など）が生体へ照射され、生体組織との相互作用を経て出射される測定光が検出される。そして、上記生体組織情報を含む測定光の検出信号に基づいて、断層画像化処理、代謝情報の収集（例えばヘモグロビンの定量）などが行われる。例えばその１つとして、ＯＣＴ（Optical Coherence Tomography）計測を利用した光断層画像化装置が知られている。この光断層画像化装置は、光源から射出された広帯域光を光干渉計にて測定光と参照光に分割した後、光軸走査手段を通して測定光を被検部に照射するとともに、光軸走査手段にて光軸と垂直な１次元もしくは２次元方向に測定光の光軸を走査し、この被検部からの反射光を干渉計に戻し、この反射光を参照光と合波し、反射光と参照光との干渉光強度に基づいて走査領域の光断層画像を取得するものである。
【０００３】
ところで、生体組織は光散乱媒体であり、生体内へ進入した測定光の多くは多重散乱される。したがって、光計測装置を用いた生体計測では、その計測範囲は生体表面の近傍に限られてしまう。例えば、測定光自身の光干渉に基づいている上記のＯＣＴ計測の場合には、その計測深度は生体表面からせいぜい２〜３ｍｍである。このように、生体外から単に測定光を照射しただけでは、被検部の計測可能な範囲が限られてしまう。
【０００４】
そこで、より深く生体内に侵入することが可能な超音波と組み合わせる方法が注目されており、その１つとして、超音波変調光計測を利用した超音波変調光断層画像化装置（ＵＯＴ：Ultrasound modulated Optical Tomography）が知られている。
【０００５】
例えば非特許文献１に記載されている方法では、光散乱媒体に対して、測定光と直交する方向から超音波が照射される。超音波は、既存の超音波計測装置で見られるように、生体内のある被検部に局所集中させることが可能である。そして、超音波が生体内へ照射されることによって生じる生体内の弾性波が、生体組織の粗密状態を形成して、測定光に対して屈折率分布を形成する。このとき、測定光が散乱しながら当該被検部を進行すると、生体組織の粗密状態の時間変化が測定光に作用し、測定光が変調される（以下、変調された測定光を超音波変調光という）。この結果、超音波変調光の検出信号から変調成分のみを解析することによって、観測部位の生体組織情報を取得することが可能となる。
【非特許文献１】Lihong V. Wang, Geng Ku, OPTICS LETTERS, Vol. 23, No. 12, p.975-977 (1998)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、従来の方法では、検出信号処理のためのデバイス類が高価でありさらに種類が限られるなど、電気回路側のコストを抑えることや小型化が課題である。これは、ＵＯＴ計測において、光検出手段が超音波の周波数成分と合致した超音波変調光（例えば１〜２０ＭＨｚ）を検出する方法が中心となっているためである。
【０００７】
例えば、非特許文献１には、変調する超音波の周波数より低周波数で超音波変調光を検出するとして、被検部の深さ位置をエンコードした周波数掃引超音波を光検出器のゲインを変調することで超音波変調光の干渉信号を検出する方法が記載されている。しかしながら、ゲインを変調して信号を検出する方法は、光電子増倍管（ＰＭＴ）でなければ困難であり、そのゲイン変調にも高電圧変調が必要でコストアップが避けられない。
【０００８】
本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、ＰＭＴのような高価な装置を必要としない低コストの超音波変調光断層画像化装置を提供することを目的とするものである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明者は、ＵＯＴ計測において、測定光の変調と超音波の変調とによって超音波変調光の干渉信号を生成できることに注目し、本発明に至った。
【００１０】
つまり、本発明による超音波変調光断層画像化装置は、
被検部に測定光を照射する測定光照射手段と、被検部に超音波を入射する超音波照射手段と、超音波を変調する超音波変調手段と、測定光と超音波との被検部内における相互作用により光学的特性が変調された、測定光の一部である第１の超音波変調光を、検出する光検出手段と、光検出手段により検出された第１の超音波変調光の検出信号に基づいて、被検部の断層画像を取得する断層画像取得手段とを備える超音波変調光断層画像化装置において、
測定光を変調する測定光変調手段と、
測定光の変調と超音波の変調との同期をとる同期制御手段とを備えることを特徴とするものである。
【００１１】
さらに、本発明による超音波変調光断層画像化装置において、第１の超音波変調光は、測定光と超音波変調手段により周波数を変調された超音波との相互作用に起因するものであることが好ましく、或いは、測定光と超音波変調手段により変調されたパルス状の超音波との相互作用に起因するものであることが好ましい。
【００１２】
また、測定光の波長と異なる波長を有する参照光を、被検部に照射する参照光照射手段と、
参照光を変調する参照光変調手段とを備え、
断層画像取得手段は、参照光と超音波との被検部内における相互作用により光学的特性が変調された第２の超音波変調光、および第１の超音波変調光のそれぞれの検出信号に基づき、両超音波変調光の間の演算結果を用いて、被検部の断層画像を取得するものであることが好ましい。
【発明の効果】
【００１３】
本発明による超音波変調光断層画像化装置では、測定光の変調と超音波の変調とによって超音波変調光の干渉信号を生成している。したがって、光検出手段のゲインを変調する必要がないため、ＰＭＴのような高価な装置を必要としない。この結果、超音波変調光断層画像化装置の低コスト化が可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明するが、本発明はこれに限られるものではない。
【００１５】
「超音波変調光断層画像化装置」
本発明による超音波変調光断層画像化装置（ＵＯＴ装置）の第１の実施形態について説明する。図１は、本実施形態のＵＯＴ装置１０１の全体構成を示す概略図である。
【００１６】
図１に示すように、ＵＯＴ装置１０１は、装置をコントロールするパーソナルコンピュータ（ＰＣ）１１０と、生体（光散乱媒体）の被検部１５０に測定光１２３ａを照射する測定光照射手段である光源１２２および光源１２２を駆動する光源ドライバ（Ｌドライバ）１２１と、測定光１２３ａを変調する測定光変調手段であるファンクションジェネレータ（ＦＧ）１２０と、超音波照射手段である超音波振動子１３２および超音波振動子１３２を駆動する超音波振動子ドライバ（Ｕドライバ）１３１と、超音波１３３を変調する超音波変調手段であるファンクションジェネレータ（ＦＧ）１３０と、光検出手段である光検出器１４２と、検出信号に基づいて被検部１５０の断層画像を取得する断層画像取得手段である信号処理部１４１と、得られた断層画像を表示する画像表示装置１１１とを備えている。そして、被検部１５０を挟んで光源１２２と光検出器１４２とが対向するように配置され、測定光１２３ａの照射方向と超音波１３３の照射方向が垂直になるように超音波振動子１３２が配置されている。
【００１７】
ＰＣ１１０は、本装置上の各構成の動作内容を制御すると共に各動作のタイミング制御を行っている。また、このＰＣ１１０によって、ＦＧ１２０およびＦＧ１３０の波形発生のタイミングを制御することにより、ＰＣ１１０は、測定光１２３ａの変調と超音波１３３の変調との同期をとる同期制御手段としての役割も成す。
【００１８】
光源１２２は、波長７５０ｎｍの測定光１２３ａを発するものである。光源１２２として例えば、半導体レーザやＬＤ励起固体レーザ等が挙げられる。なお、光源１２２は、測定光を導光するファイバ光学系や集光レンズと組み合わせて使用することも可能である。また、Ｌドライバ１２１は、ＦＧ１２０に接続されており、ＦＧ１２０が発する信号の波形に従って光源１２２を駆動するものである。
【００１９】
超音波振動子１３２は、単振動子又はアレイ振動子である。超音波振動子１３２には、音響フォーカスのための音響レンズを設けるのが好ましく、また、アレイ振動子の場合には電子的なフォーカスを適用するのが好ましい。この例では、超音波１３３の照射方向と測定光１２３ａの照射方向とが直交するような配置となっているが、光散乱領域中を超音波が通過していればよく、特にこの配置に限られるものではない。照射される超音波１３３は、パルス波（ＰＷ）であっても、連続波（ＣＷ）であっても構わない。なお、ＣＷ超音波を用いた場合には、ＰＷ超音波を用いた場合に比べ高いＳ／Ｎ比が得られるため、計測時間を短縮することができる。また、Ｕドライバ１３１は、ＦＧ１３０に接続されており、ＦＧ１３０が発する信号の波形に従って超音波振動子１３２を駆動するものである。
【００２０】
ＦＧ１２０およびＦＧ１３０は、それぞれ測定光１２３ａおよび超音波１３３の波形を生成し、ＰＣ１１０からのトリガーを受信することによって、その波形をそれぞれＬドライバ１２１およびＵドライバ１３１に送信するものである。測定光１２３ａと超音波１３３の波形が同じ場合は、ドライバは１つでもよい。この場合、測定光１２３ａと超音波１３３の発生のタイミングをずらせるように、測定光１２３ａ用のトリガーと超音波１３３用のトリガーを別々に処理できるように設定することが好ましい。
【００２１】
光検出器１４２は、被検部１５０内を多重散乱されながら進行してきた測定光１２３ａ（散乱光１２３ｂ）を検出するものである。なお、この散乱光１２３ｂの一部は、超音波１３３の音線を通過する際に超音波１３３からの相互作用を受け、周波数変調された超音波変調光１２３ｃとして検出される。そして、光検出器１４２は、検出信号を信号処理部１４１へと送信するように接続されている。また、光検出器１４２は、図１に示すように、ＰＣ１１０からトリガーを受信するようにしてもよい。
【００２２】
なお、被検部１５０内における測定光１２３ａの散乱のため、被検部１５０からの散乱光１２３ｂの検出は、上述のような光軸上から行う場合に限られるものではない。すなわち、光検出器１４２の配置位置は、例えば、被検部１５０の形状に応じて、検出する信号量をできるだけ多く確保できる位置に配置することが可能である。例えば、図２に示すように、光源１２２、超音波振動子１３２および光検出器１４２を近傍に配置した場合には、測定用プローブにまとめることができ、また被検部１５０の形状依存性が低減されるため好ましい。このような場合、光検出器１４２に入射する散乱光１２３ｂは、図３Ａに示すような被検部１５０内の特定の経路１２４ａ（バナナシェイプ）を通過してきた散乱光１２３ｂが多く含まれることとなる。したがって、図３Ｂに示すように、複数の光検出器１４３を用いることにより、それぞれのバナナシェイプ（１２４ｂおよび１２４ｃ）に応じた深さ位置からの散乱光を中心に検出するように、役割を分担させることができる。これにより、光検出器１４３を小型化することができ、測定用プローブを小型化することが可能となる。
【００２３】
信号処理部１４１は、光検出器１４２によって検出された超音波変調光１２３ｃの干渉信号を受信し、Ａ／Ｄ変換された干渉信号に基づき信号処理を行って被検部１５０の断層情報を取得し、この断層情報に基づき断層画像を生成し、ＰＣ１１０に断層画像を送信するものである。なお、信号処理の詳細は後述する。
【００２４】
画像表示装置１１１は、ＰＣ１１０から送信された断層画像を表示するものである。
【００２５】
そして、本実施形態に係るＵＯＴ装置を用いたＵＯＴ計測は、以下に示すものである。まず、測定光１２３ａと超音波１３３の変調の同期を取って測定光１２３ａと超音波１３３を被検部１５０に照射し、被検部１５０を進行してきた散乱光１２３ｂを検出し、散乱光１２３ｂの検出信号に含まれる超音波変調光１２３ｃの干渉信号に基づき信号処理を行って、１ライン分の断層画像を取得する。そして、被検部１５０の測定エリアに沿って走査しながら、上記の操作を繰返して複数ライン分の断層画像を取得し、この複数ライン分の断層画像を結合することにより被検部１５０の断層画像を得る。
【００２６】
このＵＯＴ計測は、測定光１２３ａの変調と超音波１３３の変調とに起因する、超音波変調光１２３ｃのヘテロダイン信号検出に基づいている。具体的には、測定光１２３ａの変調周波数ｆｌおよび超音波１３３の変調周波数ｆｕが、時間ｔに対してそれぞれ下記式（１）、（２）で与えられる場合、深さ位置ｚにおいて変調を受けた超音波変調光１２３ｃのヘテロダイン周波数ｆｈが、下記式（３）で与えられる。なお、深さ位置ｚは、超音波１３３の音線に沿った被検部１５０表面からの距離である。これにより、深さ位置ｚの情報を有するヘテロダイン信号を検出し、そしてヘテロダイン周波数ｆｈを周波数成分分析することにより断層情報を取得することができる。
ｆｌ＝ａｌ＋ｂ・ｔ・・・（１）
ｆｕ＝ａｕ＋ｂ・ｔ・・・（２）
ｆｈ＝｜ａｕ−ａｌ−ｂ・ｚ／ｖｕ｜・・・（３）
（ここで、ａｌ、ａｕはそれぞれｆｌ、ｆｕの初期値、ｂは掃引レート、ｖｕは被検部１５０内における音速である。）
【００２７】
測定光１２３ａと超音波１３３の変調の同期は、例えば、超音波１３３がＣＷの場合には、測定光１２３ａと超音波１３３の照射開始時を一致させるように行う。一方、超音波１３３がＰＷの場合には、これらの同期は、1つの周波数の１つの超音波パルスが生体組織へ入射した時点に、同期を取って、光源側の変調を開始し、超音波パルスが計測したい領域を出るまで上記式（１）で表されるように変調周波数ｆｌを掃引することにより行う。後者の場合、上記式（２）はｆｕ＝ａｕとなり、上記式（３）はｆｈ＝ａｌ−ａｕ＋ｂ・ｚ／ｖｕとなる。
【００２８】
超音波変調光１２３ｃの信号処理は、図４に示すように、信号処理部１４１が光検出器１４２からの検出信号を受信し（ＳＴ１）、ＤＣ成分を除去し（ＳＴ２）、自乗検波し（ＳＴ３）、検出信号から１ライン分の信号データをすべて抽出し（ＳＴ４、ＳＴ５）、得られた同一ラインのデータを加算し（ＳＴ６）、加算された信号データをフーリエ変換処理することによってスペクトルデータを取得し（ＳＴ７、ＳＴ８）、リファレンスデータを取得し（ＳＴ９）、スペクトルデータとリファレンスデータとを比較演算し（ＳＴ１０）、上記式（３）を用いて比較演算されて得られたスペクトルデータの周波数成分から深さ位置を求めて（ＳＴ１１）、１ライン分の断層情報を得る（ＳＴ１２）ものである。
【００２９】
リファレンスデータとは、例えば、測定光１２３ａの波長とは異なり、かつ被検部１５０に吸収されにくい波長を有する参照光を用いて、上記のＵＯＴ計測および信号処理（ＳＴ９とＳＴ１０を除く）と同様の方法によって得られるデータである。具体的には、ＵＯＴ装置が、さらに上記参照光を照射する参照光照射手段を備え、参照光と超音波との被検部内における相互作用により光学的特性が変調された、超音波変調光を検出し、この超音波変調光の検出信号に基づいて、参照光によるスペクトルデータを取得することによって、リファレンスデータを得ることができる。このリファレンスデータは、計測直前又は直後など別途作成してもよく、また測定光１２３ａによる当該ＵＯＴ計測と同時に作成してもよい。
【００３０】
図５Ａおよび図５Ｂは、それぞれ上記のようにして得られるスペクトルデータおよびリファレンスデータを概略的に示したものである。これらのデータを比較演算することによりスペクトルデータの相対強度を求めることができる（図６）。この結果、散乱光１２３ｂの分布に起因したベースラインの変動分をキャンセルすることができ、よりＳ／Ｎ比の高い断層情報を取得することが可能となる。また、一般的にベースラインの光量によって信号のレベルも変動するため、上記のような比較演算をすることにより計測系の変動を除去し、被検部１５０の固有の吸収スペクトル情報を得ることも可能となる。したがって、例えば、光吸収係数あるいは血液中酸素濃度の計測等を行うことが可能となる。
【００３１】
以上のように、本発明によるＵＯＴ装置では、測定光の変調と超音波の変調とによって超音波変調光の干渉信号を生成している。したがって、光検出手段のゲインを変調する必要がないため、ＰＭＴのような高価な装置を必要としない。この結果、ＵＯＴ装置の低コスト化が可能となる。
【００３２】
「測定用プローブ」
次に、本発明によるＵＯＴ装置に用いられる測定用プローブについて説明する。
【００３３】
＜第１の実施形態＞
図７は、測定用プローブの第１の実施形態を示すものである。この測定用プローブ２０１は、例えば生体１５０の頸部に当接して用いられ、例えば頸動脈内の血液を分析するためのものである。測定用プローブ２０１のケーシング内には、上述した光源１２２および光検出器１４２が設けられ、さらにそれらの間に超音波振動子１３２が設けられている。超音波振動子１３２は、測定用プローブ２０１の中心軸に沿って超音波１３３を放射するものであり、その中心軸に対してほぼ平行となるように光源１２２および光検出器１４２の指向方向が設定されている。そして、光源１２２および超音波振動子１３２は、ＵＯＴ装置において詳説したように、図７には図示しない測定光変調手段および超音波変調手段にそれぞれ接続されている。このような測定用プローブ２０１によれば、従来の超音波診断と同様に探触子を生体に当接させるだけで所望の計測を行えるという利点がある。
【００３４】
＜第２の実施形態＞
図８は、測定用プローブの第２の実施形態を示すものである。この測定用プローブ２０２は、血管あるいは管腔内に挿入されるものである。その先端部内には、光源１２２および光検出器１４２が設けられ、それらの間に超音波振動子１３２が設けられている。測定用プローブ２０２においても上記同様に、超音波振動子１３２は、測定用プローブ２０１の中心軸に沿って超音波１３３を放射するものであり、その中心軸に対してほぼ平行となるように光源１２２および光検出器１４２の指向方向が設定されている。そして、光源１２２および超音波振動子１３２は、ＵＯＴ装置において詳説したように、図８には図示しない測定光変調手段および超音波変調手段にそれぞれ接続されている。このようなプローブ２０２によれば、例えば血管１５１近傍の生体組織１５０の分析などを行うことができる。
【００３５】
＜第３の実施形態＞
図９は、測定用プローブの第３の実施形態を示すものである。本実施形態では、測定用プローブが、超音波プローブ１３２および測定光プローブ２０３で構成されている。測定光プローブ２０３は、例えば生体１５０の血管１５１内に挿入されるものである。その先端部内には、光源１２２および光検出器１４２が設けられおり、血管１５１内において測定光の送受波を行っている。一方、超音波プローブ１３２は、超音波振動子１３２を有し、生体表面上に当接して用いられ、この超音波プローブ１３２によって超音波１３３が放射される。ここで、光源１２２および超音波振動子１３２は、ＵＯＴ装置において詳説したように、図９には図示しない測定光変調手段および超音波変調手段にそれぞれ接続されている。
【００３６】
また、図９に示した測定光プローブ２０３において、その先端面に光源１２２および光検出器１４２の両方を設け、プローブ前方の血液を分析するようにしてもよい。また、体内において超音波１３３の送波を行いつつ、体外において光の送受波を行ってもよい。
【００３７】
なお、上記実施形態においては、生体に対する計測を行う装置について説明したが、もちろん生体以外の物体に対する計測にも本発明を応用可能である。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】本発明によるＵＯＴ装置の一例を示す概略構成図（その１）
【図２】本発明によるＵＯＴ装置の一例を示す概略構成図（その２）
【図３Ａ】光源、超音波振動子および光検出器の配置例を示す概略図（その１）
【図３Ｂ】光源、超音波振動子および光検出器の配置例を示す概略図（その２）
【図４】本発明における信号処理の流れを示すフロー図
【図５Ａ】スペクトルデータの概略図
【図５Ｂ】リファレンスデータの概略図
【図６】リファレンスデータとの演算によって得られたスペクトルデータの概略図
【図７】測定用プローブの第１の実施形態
【図８】測定用プローブの第２の実施形態
【図９】測定用プローブの第３の実施形態
【符号の説明】
【００３９】
１０１ ＵＯＴ装置
１１０ コントロール部
１１１ 画像表示装置
１２０、１３０        ファンクションジェネレータ
１２１ 光源ドライバ
１２２ 光源
１２３ａ      測定光
１２３ｂ      散乱光
１２３ｃ      超音波変調光
１３１ 超音波振動子ドライバ
１３２ 超音波振動子
１３３ 超音波
１４１ 信号処理部
１４２ 光検出器
１５０ 被検部
２０１ 測定用プローブ
【図１】
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【図２】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図４】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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